具体实施方式

为使本发明的目的、优点和特征更加清楚，以下结合图1至6对本发明提出的血管内植入物固定保持结构，及包括所述血管内植入物固定保持结构的一种血管内植入物输送系统作进一步详细说明。需要说明的是，附图采用非常简化的形式且均使用非精准的比例，仅用以方便、明晰地辅助说明本发明实施例的目的，并非用以限定本发明实施的限定条件，故不具技术上的实质意义，任何结构的修饰、比例关系的改变或大小的调整，在不影响本发明所能产生的功效及所能达成的目的下，均应仍落在本发明所揭示的技术内容能涵盖的范围内。

需要说明的是，在本文中，诸如第一和第二等之类的关系术语仅仅用来将一个实体或者操作与另一个实体或操作区分开来，而不一定要求或者暗示这些实体或操作之间存在任何这种实际的关系或者顺序。而且，术语“包括”、“包含”或者其任何其他变体意在涵盖非排他性的包含，从而使得包括一系列要素的过程、方法、物品或者设备不仅包括那些要素，而且还包括没有明确列出的其他要素，或者是还包括为这种过程、方法、物品或者设备所固有的要素。在没有更多限制的情况下，由语句“包括一个......”限定的要素，并不排除在包括所述要素的过程、方法、物品或者设备中还存在另外的相同要素。

在本发明的描述中，除非另有明确的规定和限定，术语“安装”、“相连”、“连接”、“固定”应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或成一体；可以是机械连接，也可以是电连接；可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通或两个元件的相互作用关系。对于本领域的普通技术人员而言，可以视具体情况理解上述术语在本发明中的具体含义。

以下结合具体实施例，对本发明做进一步说明。应理解，以下实施例仅用于说明本发明而非用于限制本发明的范围。

本说明书的输送系统可以用于递送各种血管内植入物，例如各种密网支架、封堵器、弹簧圈或其他植入物。为方便起见，在附图中使用密网支架示意图进行说明。

本说明书的输送管为含有圆形、椭圆形或多边形内部腔道的腔道结构，为了方便起见在整个说明书中使用术语“输送管”。

本说明书中的微导管为在手术过程汇中，配合所述输送系统完成血管内植入物输送、回撤、释放过程的医疗器械，例如各种尺寸的微导管、导引导管、中间导管、通路导管、递送护套。为方便起见在整个说明书中使用术语“微导管”。

本说明书中，将所述血管内植入物与所述输送系统分离过程以“释放”一词说明，所述血管内植入物部分脱离微导管后、仍能通过输送系统重新回收至微导管中的过程以“回撤”一词说明。血管内植入物在释放前均与所述输送系统维持固定、保持动作，能够一次或多次进行回撤。

本说明书中，所述血管内植入物在释放前的构型，统称为“输送构型”。

由于血管内植入物通常具有一定的弹性，其自然状态及不同外力作用下的压握状态下具有不同的实际长度。本说明书中，涉及到血管内植入物的长度时，均指代其完全处于所述输送管中时的长度；涉及到血管内植入物伸出输送管远端长度时，将其对应为完全相同的一段血管内植入物处于所述输送管中时的长度。

结合图1所示，本发明提供一种血管内植入物固定保持结构，以及包括所述血管内植入物固定保持结构的血管内植入物输送系统。所述血管内植入物输送系统包括输送管1和导丝2，用于固定、保持及分离所述血管内植入物3。所述血管内植入物固定保持结构包括支持器201，所述支持器201固定在导丝2上，全部或部分处于输送管1管腔内、并可以随着导丝2在输送管1管腔内部进行运动。

血管内植入物的动作由其尾部与支持器、输送管之间的相对位置关系实现。血管内植入物的尾部被支持器与输送管夹持，通过三者之间的尺寸及位置匹配，实现血管内植入物的固定与保持；同时与支持器相连的导丝能够进行血管内植入物的推送，改变三者的相对位置、并进行分离动作。在推送过程中，血管内植入物与支持器和/或输送管内壁之间存在压力、摩擦力或其他相互作用力的作用，为三者之间实现固定、保持与相对位置变化的作用力；当支持器从输送管远端部分或全部伸出时，血管内植入物与支持器和/或输送管内壁之间的相互作用力消失，三者之间消失固定作用，血管内植入物与输送管分离。

或者，在其他方案中，所述支持器201完全外设于输送管1管腔，所述血管内植入物3套设在支持器201上，且所述血管内植入物3的尾部可按照实际需要是否伸入输送管1管腔内：

当所述此时血管内植入物3的尾部未伸入输送管1管腔内时，所述血管内植入物3和支持器201之间通过尺寸匹配固定；

当所述此时血管内植入物3的尾部伸入输送管1管腔内时，所述血管内植入物3、支持器201、所述输送管1之间通过尺寸匹配固定。

根据本发明，所述血管内植入物伸出输送管远端长度不超过一定数值时，所述血管内植入物可通过导丝回收至输送管内。血管内植入物长度为L，在推送过程中，当所述血管内植入物伸出输送管远端伸出长度不大于0.98L时，所述血管内植入物可通过所述导丝回收，和当所述血管内植入物伸出所述输送管远端长度大于0.98L时，所述血管内植入物的尾部与所述支持器和/或所述输送管内壁消失固定作用，所述血管内植入物与所述支持器和/或所述输送管分离。

结合图2所示，为能够进行有效回撤动作的所述血管内植入物伸出输送管远端长度与所述血管内植入物长度的对应关系。落在区间内的长度分布，均能够实现血管内植入物的回撤动作。所述血管内植入物伸出输送管远端长度与所述血管内植入物长度最大比值随血管内植入物长度增加而增大。在血管内植入物具有较短的总长度时，其对应的最大比值相对较小，在血管内植入物具有较长的总长度时，能够实现更高的最大比值。

优选地，血管内植入物全长不超过5mm时，能实现回收的所述血管内植入物伸出输送管远端长度不超过0.8L；血管内植入物全长超过100mm时，能实现回收的所述血管内植入物伸出输送管远端长度可以达到0.98L。

优选地，对于常用的长度在5-100mm内的血管植入物，血管内植入物伸出输送管远端长度为0.8L-0.95L为合适的释放状态。

根据本发明的一个优选实施例，所述支持器在自然非压握状态下与导丝垂直方向上的截面最大直径与输送管头部内径比值为(0.1-10.0)∶1。结合图3所示，为输送管头部内径与支持器最大外径的对应关系。支持器、导丝及血管内植入物均具有一定的体积，输送管尺寸较小时，支持器、导丝及血管内植入物相对输送管头部内径比例较大。结合本发明的优选实施例，将优选的长度组合用数组(A’，B’)表示，其中A’代表输送管头部内径，B’代表支持器最大外径，长度单位为毫米(mm)。

优选的是，输送管头部内径为0.1-0.3mm时，自然非压握状态下支持器在与导丝垂直方向上的截面最大尺寸与输送管的内径比值为(0.01-2)∶1。优选的长度组合包括(0.26，0.33)，(0.27，0.21)。

优选的是，输送管头部内径为0.3-0.6mm时，自然非压握状态下支持器在与导丝垂直方向上的截面最大尺寸与输送管的内径比值为(0.1-5)：1。优选的长度组合包括(0.36，0.53)，(0.36，0.6)，(0.36，0.77)，(0.4，0.37)，(0.4，0.44)，(0.4，0.58)，(0.4，0.66)，(0.4，0.83)，(0.49，0.42)，(0.52，0.41)，(0.52，0.44)，(0.55，0.53)，(0.55，0.78)，(0.55，0.88)。

优选的是，输送管头部内径为0.6-1.0mm时，自然非压握状态下支持器在与导丝垂直方向上的截面最大尺寸与输送管的内径比值为(0.2-10)：1。优选的长度组合包括(0.61，0.77)，(0.62，0.45)，(0.7，0.5)，(0.7，0.88)，(0.7，0.93)，(0.8，1.28)，(0.82，1.43)，(1，0.99)。

优选的是，输送管头部内径大于1.0mm时，自然非压握状态下支持器在与导丝垂直方向上的截面最大尺寸与输送管的内径比值为(0.5-10)∶1。优选的长度组合包括(1.2，1.53)，(1.2，1.6)，(1.5，1.8)(1.6，1.99)。

根据本发明，结合图4-图10所示，是根据本发明提供的一种血管内植入物固定保持结构中，支持器的几种形状及与导丝的结合方式。在单根导丝上，通常固定有一个或多个径向延伸的突出支持器。支持器与导丝的连接方式可以是点连接，线连接或面连接。

优选的是，当导丝与支持器的连接方式为点连接或线连接时，单根导丝上固定有多个径向延伸的支持器；当当导丝与支持器的连接方式为面连接时，单根导丝上固定有一个或多个径向延伸的支持器。

根据本发明，支持器与所述导丝连接处在垂直导丝延伸方向上的截面显示为连续或多段不连续组合。

根据本发明，支持器在沿所述导丝延伸方向上的长度范围为0.1mm-1000mm。

根据本发明的一些实施例，支持器与所述导丝一体成型。

根据本发明的另一些实施例，支持器预成型后经粘接或焊接或机械连接与所述导丝相连；所述预成型方式包括固化、缠绕、编织、切割、蚀刻、注塑、铸造、锻造、冲压、焊接、机械加工、装配、挤出等方式中的一种或多种。

优选的是，支持器显示为圆柱、多边形或简单几何图形组合而成的外轮廓。

根据本发明的一个优选实施例如图4所示，导丝上固定有一个显示为圆台与圆柱拼合而成的外轮廓的支持器。所述支持器为刚性结构，与所述导丝一体成型。在本实施例中，支持器在与导丝垂直方向上的截面最大尺寸与输送管的内径比值为0.8，输送构型下所述支持器完全处于输送管管腔内。

根据本发明的一个优选实施例如图5所示，导丝上固定有一个显示为圆台与圆柱拼合而成的外轮廓的支持器。所述支持器至少部分结构受力后发生形变，所述支持器预成型后通过粘接与所述导丝相连。在本实施例中，支持器在与导丝垂直方向上的截面最大尺寸与输送管的内径比值为1.5，输送构型下所述支持器的圆柱部分外径小于输送管，处于输送管管腔内，圆台部分外径大于输送管，处于输送管管腔外。

根据本发明的一个优选实施例如图6所示，导丝上固定有一个显示为光滑流线型外轮廓的支持器。所述支持器为刚性结构，预成型后通过粘接与所述导丝相连。在本实施例中，支持器在与导丝垂直方向上的截面最大尺寸与输送管的内径比值为0.92，输送构型下所述支持器完全处于输送管管腔内。

根据本发明的一个优选实施例如图7所示，导丝上通过丝材缠绕形成与导丝面连接的支持器。在本实施例中，支持器在与导丝垂直方向上的截面最大尺寸与输送管的内径比值为0.56，输送构型下所述支持器完全处于输送管管腔内。

根据本发明的一个优选实施例如图8所示，导丝上固定的支持器显示为网状编织结构。所述支持器为刚性丝材通过编织为交叉网络状结构后获得一定的弹性，再通过粘接与所述导丝相连。在本实施例中，支持器具有可改变的最大外径，输送构型下所述支持器完全处于输送管管腔内，在与导丝垂直方向上的截面最大尺寸与输送管的内径比值为1。

根据本发明的一个优选实施例如图9所示，导丝上固定的支持器显示为多个径向延伸的小立柱。所述支持器为刚性结构，预成型后通过焊接与所述导丝相连。在本实施例中，支持器在与导丝垂直方向上的截面最大尺寸与输送管的内径比值为0.9，输送构型下所述支持器完全处于输送管管腔内。

根据本发明的一个优选实施例如图10所示，导丝上固定的支持器显示为多个与导丝通过丝状连接结构相连的刚性结构。所述支持器为刚性结构和柔性结构的组合，预成型后通过焊接与所述导丝相连。在本实施例中，支持器具有可改变的最大外径，输送构型下所述支持器完全处于输送管管腔内，支持器在与导丝垂直方向上的截面最大尺寸与输送管的内径比值为3。

根据本发明，处于输送构型下时，所述支持器与所述血管内植入物的轴向重叠长度与所述支持器的轴向延伸长度的比值为(0.001～1)∶1。优选的是，所述支持器与所述血管内植入物的轴向重叠长度尽可能多地覆盖所述支持器。

根据本发明，处于输送构型下时，所述支持器与所述输送管的轴向重叠长度与所述支持器的轴向延伸长度的比值为(0.001～1)∶1。优选的是，所述支持器与所述输送管的轴向重叠长度尽可能多地覆盖所述支持器。当支持器部分最大外径大于输送管内径时，支持器可不被输送管完全覆盖。

根据本发明，支持器与导丝连接处面积与所述支持器在导丝表面投影面积的比例为(0.01-1)∶1。支持器在导丝表面投影面积由其外轮廓确定。

在一些优选实施例中，支持器以外轮廓支撑血管内植入物内壁，使血管内植入物外侧部分或全部贴于输送管内壁。

在另一些优选实施例中，支持器从血管内植入物的网孔或其它表面通孔中伸出，支持器的外轮廓贴于输送管内壁。

在一些实施例中，支持器材质为一种或多种硬质无弹性材料。

在一些实施例中，支持器为材质为一种或多种柔软弹性材料。

在一些实施例中，支持器为材质为一种或多种硬质无弹性材料或柔软弹性材料经过编织、缠绕等成型处理后形成的具有一定弹性的结构。

结合图11-图16所示，是根据本发明提供的一种血管内植入物固定保持结构中，支持器处于输送构型下的几种外轮廓形状，及其与输送管及血管内植入物的位置关系。图11-16为图1中A-A处的截面示意图。

根据本发明的一个优选实施例如图11所示，在本实施例中，支持器为硬质无弹性材料，截面显示为圆形，以外轮廓支撑血管内植入物内壁，使血管内植入物外侧部分或全部贴于输送管内壁。支持器与导丝连接处面积与所述支持器在导丝表面投影面积的比例为1。

根据本发明的一个优选实施例如图12所示，在本实施例中，支持器为硬质无弹性材料，截面显示为多边形，以外轮廓支撑血管内植入物内壁，使血管内植入物外侧部分或全部贴于输送管内壁。支持器与导丝连接处面积与所述支持器在导丝表面投影面积的比例为1。

根据本发明的一个优选实施例如图13所示，在本实施例中，支持器为硬质无弹性材料，截面显示为简单几何形状的组合，以外轮廓支撑血管内植入物内壁，使血管内植入物外侧部分或全部贴于输送管内壁。支持器与导丝连接处面积与所述支持器在导丝表面投影面积的比例为1。

根据本发明的一个优选实施例如图14所示，在本实施例中，支持器为硬质无弹性材料，截面显示为简单几何形状的组合，以外轮廓支撑血管内植入物内壁，使血管内植入物外侧部分或全部贴于输送管内壁。支持器与导丝连接处面积与所述支持器在导丝表面投影面积的比例为0.45。

根据本发明的一个优选实施例如图15所示，在本实施例中，支持器为柔软弹性材料，在输送构型下，支持器结构可以因受力发生形变，显示为不规则的形状。支持器从血管内植入物的网孔或其它表面通孔中伸出，支持器的外轮廓贴于输送管内壁。支持器与导丝连接处面积与所述支持器在导丝表面投影面积的比例为1。

根据本发明的一个优选实施例如图16所示，在本实施例中，支持器为柔软弹性材料，在输送构型下，支持器结构可以因受力发生形变，显示为不规则的形状。支持器从血管内植入物的网孔或其它表面通孔中伸出，支持器的外轮廓贴于输送管内壁。支持器与导丝连接处面积与所述支持器在导丝表面投影面积的比例为0.88。

根据本发明，支持器的材料为金属、合金或高分子材料的一种或多种；金属或合金包含但不限于不锈钢、铂金、铂钨合金、铂铱合金、镍钛合金或钴铬合金；高分子材料包含但不限于聚乙烯、聚甲醛、聚氨酯、聚酯、聚四氟乙烯、氟化乙烯丙烯共聚物、聚酰胺、聚酰亚胺或尼龙。

本发明提供一种血管内植入物输送系统，所述血管内植入物输送系统包括输送管和导丝。

根据本发明的一些优选实施例，所述输送管为一体成型结构。

根据本发明的另一些优选实施例，所述输送管为非一体成型结构，是通过切割、组合、编织中的一种或多种方式形成的具有内部腔道的结构。

优选地，本发明中可采用海波管作为所述输送管。进一步的，本实施例中海波管可以为金属或者高分子材料，优选的是，海波管主体为具有从近端向远端螺距逐渐减小的切割金属螺旋管，或具有变化的柔顺性的高分子材料；进一步的，金属材料可以为不锈钢、铂金、铂钨合金、铂铱合金、镍钛合金或钴铬合金，高分子材料包含但不限于聚乙烯、聚甲醛、聚氨酯、聚酯、聚四氟乙烯、氟化乙烯丙烯共聚物、聚酰胺、聚酰亚胺或尼龙。

根据本发明，所述导丝上具有射线透不过材料制备的显影元件202标识元件位置，材料包含：金、铂钨合金、铂铱合金或显影性高分子。优选地，在本血管内植入物输送系统的实施过程中，手术操作人员可以通过显影元件观察装置实时位置，从而确定血管内植入物是否处于正确的位置。

结合图17-19所示，是根据本发明提供的一种血管内植入物固定保持结构的作用过程。根据本实施例，在血管内植入物的输送初期(图17)，所述导丝与所述输送管保持相对固定，所述支持器位于所述输送管头部内并对所述血管内植入物起固定作用，支持器以其外轮廓提供压力使血管内植入物紧贴输送管内壁，增强了血管内植入物与输送管之间的摩擦力，防止血管内植入物在推送或回撤过程中脱出。在血管内植入物的输送后期(图18)，所述导丝与所述输送管发生相对运动，所述支持器从所述输送管头部伸出，最终达到释放构型(图19)，实现所述血管内植入物的释放。

优选地，所述血管内植入物输送系统用于血管内植入物的输送过程需与微导管配合使用。在输送早期，输送系统将血管内植入物固定并顺着微导管输送至释放点附近，随后撤出微导管并通过输送系统进行进一步的位置调整，直至准确定位并释放。优选地，微导管的选择不影响血管内植入物的推送、回撤及释放动作，在微导管撤出后，仍可通过输送系统带动血管内植入物进行位置调整。因此，对于本发明所述的血管内植入物输送系统，其配合使用的微导管内外径范围无明确限制，可有更多的选择。

优选地，所述血管内植入物输送系统需与推送结构配合施用，所述血管内植入物推送结构与导丝相连，可以通过推动导丝，改变输送管、导丝与血管内植入物的相对位置，实现血管内植入物的推送、回撤与释放。在输送构型下，输送管、导丝及血管内植入物的相对位置不改变，无论是输送状态还是回撤状态，血管内植入物均不会脱出，血管内植入物在释放前可反复回撤以及重新定位，最终实现血管内植入物的准确释放，大幅提高手术成功率，起到最优治疗效果。在释放构型下，推动导丝带动所述支持器与所述输送管相对位置变化，支持器从所述输送管头部伸出，实现所述血管内植入物的释放。

根据上述优选实施例提供的血管内植入物输送系统，血管内植入物处于未释放状态时，本血管内植入物输送系统保持了系统应具备的稳定性与灵活性，能够通过现有的医疗技术手段进行操作；同时相比利用组件和血管内植入物之间物理连接后进行输送的输送装置，本发明通过支持器与输送管将血管内植入物与输送系统紧密固定，不容易脱落，也能更有效地传导输送力。本血管内植入物输送系统还可实现血管内植入物释放的精准定位，控制导丝使血管内植入物定位到释放处，撤离微导管后血管内植入物能够准确释放；在释放前仍可以调整血管内植入物位置，直至确定血管内植入物释放位置准确，能够确保最大的成功率。

在本申请的描述中，需要理解的是，方位词如“近端、远端、前、后”等所指示的方位或位置关系通常是基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本申请和简化描述，在未作相反说明的情况下，这些方位词并不指示和暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位或者以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本申请保护范围的限制；方位词“内、外”是指相对于各部件本身的轮廓的内外。

以上所述的，仅为本发明的较佳实施例，并非用以限定本发明的范围，本发明的上述实施例还可以做出各种变化。凡是依据本发明申请的权利要求书及说明书内容所作的简单、等效变化与修饰，皆落入本发明专利的权利要求保护范围。本发明未详尽描述的均为常规技术内容。